JPH0531099A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPH0531099A JPH0531099A JP3191444A JP19144491A JPH0531099A JP H0531099 A JPH0531099 A JP H0531099A JP 3191444 A JP3191444 A JP 3191444A JP 19144491 A JP19144491 A JP 19144491A JP H0531099 A JPH0531099 A JP H0531099A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】本発明は、ＩＶＣＭモデルを使ってパーフュー
ジョンを高感度に測定できる磁気共鳴イメージング装置
を提供することを目的とする。 【構成】スピンエコー法のパルスシーケンスにおいて少
なくとも１軸の１８０゜パルスの前後に一定強度の傾斜
磁場を対称的に印加する第１のパルスシーケンスと、第
１パルスシーケンスと同一強度で逆極性の傾斜磁場を上
記少なくとも１軸の１８０゜パルスの前後に印加する第
２のパルスシーケンスを実行し、第１、第２パルスシー
ケンスで収集された磁気共鳴信号から位相差を反映した
パラメータを検出することにより、ボクセル内のコヒー
レントな動きをする血流をメージングする。
ジョンを高感度に測定できる磁気共鳴イメージング装置
を提供することを目的とする。 【構成】スピンエコー法のパルスシーケンスにおいて少
なくとも１軸の１８０゜パルスの前後に一定強度の傾斜
磁場を対称的に印加する第１のパルスシーケンスと、第
１パルスシーケンスと同一強度で逆極性の傾斜磁場を上
記少なくとも１軸の１８０゜パルスの前後に印加する第
２のパルスシーケンスを実行し、第１、第２パルスシー
ケンスで収集された磁気共鳴信号から位相差を反映した
パラメータを検出することにより、ボクセル内のコヒー
レントな動きをする血流をメージングする。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴現象を利用し
て生体組織における血流イメージングを行なう磁気共鳴
イメージング（ＭＲＩ）装置に関する。
て生体組織における血流イメージングを行なう磁気共鳴
イメージング（ＭＲＩ）装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年、磁気共鳴現象を利用して生体組織
における水の分子運動（ブラウン運動）による動きであ
る拡散（diffusion ：ディフュージョン）、毛細血管内
の血液の流れである灌流（perfusion ：パーフュージョ
ン）を定量的、または定性的にイメージングする手法が
盛んに研究されている。
における水の分子運動（ブラウン運動）による動きであ
る拡散（diffusion ：ディフュージョン）、毛細血管内
の血液の流れである灌流（perfusion ：パーフュージョ
ン）を定量的、または定性的にイメージングする手法が
盛んに研究されている。
【０００３】ディフュージョンを測定するパルスシーケ
ンスとしては、Stejscal-Tanner のパルスシーケンスが
知られている。ディフュージョンによる水分子の微細な
動きによるスピンの位相ずれを強調するために、スピン
エコー法で、いずれかの軸、例えばリード方向（周波数
エンコード方向）に図１２（ｂ）に示すように１８０゜
パルスを挟んで対称な位置（±Ｉ／２）に印加時間ｄと
振幅Ｇの等しい傾斜磁場（Motion Probing Gradient ：
以下、ＭＰＧと称する）（図示斜線）を印加したシーケ
ンスと、同図（ａ）に示すようなＭＰＧを印加しないシ
ーケンスとを実行し、両者で得られたエコー信号の振
幅、位相の差から速度に関するパラメータを算出する。
動きによる位相シフト（dephase ）の度合を表わすパラ
メータとしてグラジエント・ファクター：Ｂ（ここで、
Ｂはγ2 Ｇ2 ｄ2 （Ｉ＋２ｄ／３）にほぼ等しい）が定
義されている。ここで、γは磁気回転比である。
ンスとしては、Stejscal-Tanner のパルスシーケンスが
知られている。ディフュージョンによる水分子の微細な
動きによるスピンの位相ずれを強調するために、スピン
エコー法で、いずれかの軸、例えばリード方向（周波数
エンコード方向）に図１２（ｂ）に示すように１８０゜
パルスを挟んで対称な位置（±Ｉ／２）に印加時間ｄと
振幅Ｇの等しい傾斜磁場（Motion Probing Gradient ：
以下、ＭＰＧと称する）（図示斜線）を印加したシーケ
ンスと、同図（ａ）に示すようなＭＰＧを印加しないシ
ーケンスとを実行し、両者で得られたエコー信号の振
幅、位相の差から速度に関するパラメータを算出する。
動きによる位相シフト（dephase ）の度合を表わすパラ
メータとしてグラジエント・ファクター：Ｂ（ここで、
Ｂはγ2 Ｇ2 ｄ2 （Ｉ＋２ｄ／３）にほぼ等しい）が定
義されている。ここで、γは磁気回転比である。
【０００４】一方、パーフュージョンの測定は組織血流
イメージングとして知られている。組織血流イメージン
グの手段としては、トレーサを用いるトレーサ法と、水
分子（水のスピン）の微小な動きをとらえる方法（Moti
on Detection法、ここではＭＤ法と略称する）とがあ
る。トレーサ法は、イメージングのモダリティによって
種々に分類され、ＭＲＩを利用するものは、Ｇｄ−ＤＴ
ＰＡ等のサセプタビリティー造影剤とダイナミックＭＲ
Ｉを用いた方法がある。トレーサ法にはＳＰＥＣＴ、Ｐ
ＥＴ、キセノンＣＴ等のモダリティを用いるものがある
が、これらはいずれも被検体に放射線を曝射する必要が
あることが欠点である。ＭＤ法は、振幅変化で検出する
か、位相変化で検出するかにより２種類に分類される。
振幅変化、位相変化で検出するかは、プロトンの動きの
モデルとしてＩＶＩＭ（Intra Voxel Incoherent Motio
n ）モデルを用いるか、ＩＶＣＭ（Intra Voxel Cohere
nt Motion ）モデルを用いるかにより決まる。
イメージングとして知られている。組織血流イメージン
グの手段としては、トレーサを用いるトレーサ法と、水
分子（水のスピン）の微小な動きをとらえる方法（Moti
on Detection法、ここではＭＤ法と略称する）とがあ
る。トレーサ法は、イメージングのモダリティによって
種々に分類され、ＭＲＩを利用するものは、Ｇｄ−ＤＴ
ＰＡ等のサセプタビリティー造影剤とダイナミックＭＲ
Ｉを用いた方法がある。トレーサ法にはＳＰＥＣＴ、Ｐ
ＥＴ、キセノンＣＴ等のモダリティを用いるものがある
が、これらはいずれも被検体に放射線を曝射する必要が
あることが欠点である。ＭＤ法は、振幅変化で検出する
か、位相変化で検出するかにより２種類に分類される。
振幅変化、位相変化で検出するかは、プロトンの動きの
モデルとしてＩＶＩＭ（Intra Voxel Incoherent Motio
n ）モデルを用いるか、ＩＶＣＭ（Intra Voxel Cohere
nt Motion ）モデルを用いるかにより決まる。
【０００５】これらのモデルを図１３を参照して説明す
る。図１３はＭＲＩの通常のイメージングで用いられる
ボクセルのオーダ（１辺：１〜２ｍｍ）で見たマクロ的
な概念である。ＩＶＣＭモデルとは同図（ａ）に示すよ
うに、ボクセル内で平均としてある一つの方向へ向かう
プロトンの動きであり、大血管内の血流が相当する。Ｉ
ＶＣＭモデルでは、傾斜磁場内をある方向へ動くので、
エコー時間ＴＥ内にそれに対応した平均の位相シフト
（φ≠０）が生じ、平均振幅も完全なＩＶＣＭ（すなわ
ち、全てのスピンが一定速度である一つの方向へ動く場
合）では変化しないが、通常は速度分布を持つために、
振幅も減少するのが普通である。ただし、ｔ＝０で、位
相φ＝０、振幅Ａ＝１とする。
る。図１３はＭＲＩの通常のイメージングで用いられる
ボクセルのオーダ（１辺：１〜２ｍｍ）で見たマクロ的
な概念である。ＩＶＣＭモデルとは同図（ａ）に示すよ
うに、ボクセル内で平均としてある一つの方向へ向かう
プロトンの動きであり、大血管内の血流が相当する。Ｉ
ＶＣＭモデルでは、傾斜磁場内をある方向へ動くので、
エコー時間ＴＥ内にそれに対応した平均の位相シフト
（φ≠０）が生じ、平均振幅も完全なＩＶＣＭ（すなわ
ち、全てのスピンが一定速度である一つの方向へ動く場
合）では変化しないが、通常は速度分布を持つために、
振幅も減少するのが普通である。ただし、ｔ＝０で、位
相φ＝０、振幅Ａ＝１とする。
【０００６】これに対して、ＩＶＩＭモデルは同図
（ｂ）に示すように、ボクセル内のランダムな方向への
動きのモデルであり、平均としては方向性のない動きで
あり、傾斜磁場が印加されていても、平均の位相シフト
は生じず、振幅は動きの大きさに応じて減衰することに
なる。ＩＶＩＭモデルはブラウン運動による水分子の拡
散のモデルで、毛細血管モデルもＩＶＩＭに近いモデル
とされる。
（ｂ）に示すように、ボクセル内のランダムな方向への
動きのモデルであり、平均としては方向性のない動きで
あり、傾斜磁場が印加されていても、平均の位相シフト
は生じず、振幅は動きの大きさに応じて減衰することに
なる。ＩＶＩＭモデルはブラウン運動による水分子の拡
散のモデルで、毛細血管モデルもＩＶＩＭに近いモデル
とされる。
【０００７】現状の報告では、少なくとも臨床的に重要
とされる脳血流のレベルでは、血流を定量化する方法と
してのLe. Bihan 等のＩＶＩＭモデルとしてとらえる方
法（"Separation of Diffusion and Perfusion in intr
avoxel incoherent motion MR Imaging", Radiology, v
ol 499, No. 168 , pp. 401-407 ）は血液量が脳では数
％と少なく、ノイズレベルに近いため、及びモーション
アーチファクトの影響により、正しく測定できなかっ
た。また、ＩＶＩＭモデルはディフュージョンの寄与が
あり、ディフュージョンとパーフュージョンとを分離し
て検出するのは容易ではなかった。
とされる脳血流のレベルでは、血流を定量化する方法と
してのLe. Bihan 等のＩＶＩＭモデルとしてとらえる方
法（"Separation of Diffusion and Perfusion in intr
avoxel incoherent motion MR Imaging", Radiology, v
ol 499, No. 168 , pp. 401-407 ）は血液量が脳では数
％と少なく、ノイズレベルに近いため、及びモーション
アーチファクトの影響により、正しく測定できなかっ
た。また、ＩＶＩＭモデルはディフュージョンの寄与が
あり、ディフュージョンとパーフュージョンとを分離し
て検出するのは容易ではなかった。
【０００８】一方、I. R. Young 等のＩＶＣＭモデルと
してとらえる方法（"Assessment ofBrain Perfusion wi
th MR Imaging", Journal of Computer Asisted Tomogr
aphy, 12(5), pp. 721-727, September/October）で
は、もしパーフュージョンがコヒーレントな動きとすれ
ば、組織血流のオーダの流速は０．５〜２ｍｍ／秒のオ
ーダで高感度にとらえることができる。
してとらえる方法（"Assessment ofBrain Perfusion wi
th MR Imaging", Journal of Computer Asisted Tomogr
aphy, 12(5), pp. 721-727, September/October）で
は、もしパーフュージョンがコヒーレントな動きとすれ
ば、組織血流のオーダの流速は０．５〜２ｍｍ／秒のオ
ーダで高感度にとらえることができる。
【０００９】なお、モーションアーチファクトの影響
は、両者とも微小な動きによる位相シフトを強調するた
めに大きな傾斜磁場ＭＰＧを印加したパルスシーケンス
を用いているので同程度の影響を受けるが、ＩＶＣＭモ
デルではディフュージョンは位相には寄与せず、パーフ
ュージョンのみを高感度に検出できる。
は、両者とも微小な動きによる位相シフトを強調するた
めに大きな傾斜磁場ＭＰＧを印加したパルスシーケンス
を用いているので同程度の影響を受けるが、ＩＶＣＭモ
デルではディフュージョンは位相には寄与せず、パーフ
ュージョンのみを高感度に検出できる。
【００１０】なお、パーフュージョンはＩＶＣＭモデ
ル、ＩＶＩＭモデルのいずれか一方のみではなく、組織
の種類によりその割合は異なっているが、両方の成分が
混じっていると考えられる。
ル、ＩＶＩＭモデルのいずれか一方のみではなく、組織
の種類によりその割合は異なっているが、両方の成分が
混じっていると考えられる。
【００１１】このように、従来のＩＶＩＭモデルは、血
流に対する感度が小さく、パーフュージョンとディフュ
ージョンとの分離が困難である。ＩＶＣＭモデルは、血
流に対する感度が比較的大きいが、まだ十分な感度が得
られていない。
流に対する感度が小さく、パーフュージョンとディフュ
ージョンとの分離が困難である。ＩＶＣＭモデルは、血
流に対する感度が比較的大きいが、まだ十分な感度が得
られていない。
【００１２】さらに、パーフュージョンを測定する従来
法として、ＭＲＡのフェイズコントラスト（Phase Cont
rast）法もあるが、この方法でも、遅い血流に対して感
度が悪い欠点がある。
法として、ＭＲＡのフェイズコントラスト（Phase Cont
rast）法もあるが、この方法でも、遅い血流に対して感
度が悪い欠点がある。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】本発明は上述した事情
に対処すべくなされたもので、その目的はＩＶＣＭモデ
ルを使ってパーフュージョンを高感度に測定できる磁気
共鳴イメージング装置を提供することである。本発明の
他の目的は渦電流の寄与が少なく精度が向上した磁気共
鳴イメージング装置を提供することである。
に対処すべくなされたもので、その目的はＩＶＣＭモデ
ルを使ってパーフュージョンを高感度に測定できる磁気
共鳴イメージング装置を提供することである。本発明の
他の目的は渦電流の寄与が少なく精度が向上した磁気共
鳴イメージング装置を提供することである。
【００１４】本発明の他の目的はＩＶＣＭモデルのパラ
メータに加えてＩＶＩＭモデルのパラメータをも求める
ことができる磁気共鳴イメージング装置を提供すること
である。
メータに加えてＩＶＩＭモデルのパラメータをも求める
ことができる磁気共鳴イメージング装置を提供すること
である。
【００１５】
【課題を解決するための手段】本発明による磁気共鳴イ
メージング装置は、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の少なくとも１軸
に一定強度の傾斜磁場を、スピンエコー法のパルスシー
ケンスの場合は１８０゜パルスのタイミングの前後に、
対称的に印加する第１のパルスシーケンスと、前記少な
くとも１軸に前記傾斜磁場を逆極性で印加する第２のパ
ルスシーケンスとを実行する手段と、前記第１、第２パ
ルスシーケンスで収集された磁気共鳴信号から位相差を
反映したパラメータを検出する手段とを具備し、ボクセ
ル内のコヒーレントな動きをする血流をイメージングす
ることを特徴とする。
メージング装置は、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の少なくとも１軸
に一定強度の傾斜磁場を、スピンエコー法のパルスシー
ケンスの場合は１８０゜パルスのタイミングの前後に、
対称的に印加する第１のパルスシーケンスと、前記少な
くとも１軸に前記傾斜磁場を逆極性で印加する第２のパ
ルスシーケンスとを実行する手段と、前記第１、第２パ
ルスシーケンスで収集された磁気共鳴信号から位相差を
反映したパラメータを検出する手段とを具備し、ボクセ
ル内のコヒーレントな動きをする血流をイメージングす
ることを特徴とする。
【００１６】本発明による他の磁気共鳴イメージング装
置においては、上記した構成において、前記パルスシー
ケンス実行手段は、前記一定強度の傾斜磁場を周波数エ
ンコード方向のリード軸に加える時は、イメージング用
リード傾斜磁場の極性を前記一定強度の傾斜磁場と同相
になるように前記第１、第２のパルスシーケンスにおい
て反転することを特徴とする。
置においては、上記した構成において、前記パルスシー
ケンス実行手段は、前記一定強度の傾斜磁場を周波数エ
ンコード方向のリード軸に加える時は、イメージング用
リード傾斜磁場の極性を前記一定強度の傾斜磁場と同相
になるように前記第１、第２のパルスシーケンスにおい
て反転することを特徴とする。
【００１７】さらに、本発明による他の磁気共鳴イメー
ジング装置においては、上記した構成において、前記パ
ルスシーケンス実行手段は、前記一定強度の傾斜磁場を
印加しない通常の第３のパルスシーケンスをさらに実行
し、前記パラメータ検出手段は前記第１乃至第３のパル
スシーケンスで収集された磁気共鳴信号から振幅差を反
映したパラメータをさらに検出し、ボクセル内のインコ
ヒーレントな動きもメージングすることを特徴とする。
ジング装置においては、上記した構成において、前記パ
ルスシーケンス実行手段は、前記一定強度の傾斜磁場を
印加しない通常の第３のパルスシーケンスをさらに実行
し、前記パラメータ検出手段は前記第１乃至第３のパル
スシーケンスで収集された磁気共鳴信号から振幅差を反
映したパラメータをさらに検出し、ボクセル内のインコ
ヒーレントな動きもメージングすることを特徴とする。
【００１８】
【作用】本発明による磁気共鳴イメージング装置によれ
ば、位相変化を倍増することができるので、ＩＶＣＭモ
デルに基づくパーフュージョンを高感度に測定すること
ができる。
ば、位相変化を倍増することができるので、ＩＶＣＭモ
デルに基づくパーフュージョンを高感度に測定すること
ができる。
【００１９】さらに、本発明によれば、イメージング用
リード傾斜磁場の極性を第１、第２のパルスシーケンス
で反転し、前記一定強度の傾斜磁場と同相とすることに
より、渦電流による影響を補償でき、精度を向上するこ
とができる。
リード傾斜磁場の極性を第１、第２のパルスシーケンス
で反転し、前記一定強度の傾斜磁場と同相とすることに
より、渦電流による影響を補償でき、精度を向上するこ
とができる。
【００２０】さらに、本発明によれば、通常のパルスシ
ーケンスを第１、第２のパルスシーケンスに加えて、３
つシーケンスを実行することにより、ＩＶＣＭモデルの
パラメータに加えてＩＶＩＭモデルのパラメータをも求
めることができる。
ーケンスを第１、第２のパルスシーケンスに加えて、３
つシーケンスを実行することにより、ＩＶＣＭモデルの
パラメータに加えてＩＶＩＭモデルのパラメータをも求
めることができる。
【００２１】
【実施例】以下、図面を参照して本発明による磁気共鳴
イメージング装置の第１実施例を説明する。先ず、図３
に一実施例の概略構成を示すブロック図を示す。ガント
リ２０内には、静磁場磁石１、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁
場コイル２、及び送受信コイル３が設けられる。静磁場
発生装置としての静磁場磁石１は、例えば、超伝導コイ
ルまたは常伝導コイルを用いて構成される。Ｘ軸、Ｙ
軸、Ｚ軸傾斜磁場コイル２は、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸
傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚを発生するためのコイ
ルである。送受信コイル３は、高周波パルスを発生し、
かつ磁気共鳴により発生した磁気共鳴（ＭＲ）信号を検
出するために使用される。寝台１３上の被検体Ｐは寝台
１３の天板の移動によりガントリ２０内のイメージング
可能領域（イメージング用磁場が形成される球状の領域
であり、この領域内でのみ診断が可能となる）に挿入さ
れる。
イメージング装置の第１実施例を説明する。先ず、図３
に一実施例の概略構成を示すブロック図を示す。ガント
リ２０内には、静磁場磁石１、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁
場コイル２、及び送受信コイル３が設けられる。静磁場
発生装置としての静磁場磁石１は、例えば、超伝導コイ
ルまたは常伝導コイルを用いて構成される。Ｘ軸、Ｙ
軸、Ｚ軸傾斜磁場コイル２は、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸
傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚを発生するためのコイ
ルである。送受信コイル３は、高周波パルスを発生し、
かつ磁気共鳴により発生した磁気共鳴（ＭＲ）信号を検
出するために使用される。寝台１３上の被検体Ｐは寝台
１３の天板の移動によりガントリ２０内のイメージング
可能領域（イメージング用磁場が形成される球状の領域
であり、この領域内でのみ診断が可能となる）に挿入さ
れる。
【００２２】静磁場磁石１は、静磁場制御装置４により
駆動される。送受信コイル３は、磁気共鳴の励起時には
送信器５により駆動され、かつＭＲ信号の検出時には受
信器６に結合される。Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場コイル
２は、Ｘ軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源８、Ｚ軸
傾斜磁場電源９により駆動される。
駆動される。送受信コイル３は、磁気共鳴の励起時には
送信器５により駆動され、かつＭＲ信号の検出時には受
信器６に結合される。Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場コイル
２は、Ｘ軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源８、Ｚ軸
傾斜磁場電源９により駆動される。
【００２３】Ｘ軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源
８、Ｚ軸傾斜磁場電源９、送信器５はシーケンサ１０に
より所定のシーケンスに従って駆動され、Ｘ軸傾斜磁場
Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ、高周波
（ＲＦ）パルスを、所定のパルスシーケンスで発生す
る。この場合、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，
Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚは、主として、例えば、読出し用傾斜
磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ、スライス用
傾斜磁場Ｇｓとしてそれぞれ使用される。コンピュータ
システム１１はシーケンサ１０を駆動制御するととも
に、受信器６で受信されるＭＲ信号としてのエコー信号
を取り込んで所定の信号処理を施すことにより、被検体
の断層像を生成し、表示部１２で表示する。次に、本発
明の原理を説明する。ＭＲＩ画像の１ボクセルｉ内の信
号値は複素数表現で次のように表わされる。 Ｓi ＝Ａi ・ｅｘｐ（−ｊφi ） ここで、Ａi は振幅、φi は位相である。
８、Ｚ軸傾斜磁場電源９、送信器５はシーケンサ１０に
より所定のシーケンスに従って駆動され、Ｘ軸傾斜磁場
Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ、高周波
（ＲＦ）パルスを、所定のパルスシーケンスで発生す
る。この場合、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，
Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚは、主として、例えば、読出し用傾斜
磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ、スライス用
傾斜磁場Ｇｓとしてそれぞれ使用される。コンピュータ
システム１１はシーケンサ１０を駆動制御するととも
に、受信器６で受信されるＭＲ信号としてのエコー信号
を取り込んで所定の信号処理を施すことにより、被検体
の断層像を生成し、表示部１２で表示する。次に、本発
明の原理を説明する。ＭＲＩ画像の１ボクセルｉ内の信
号値は複素数表現で次のように表わされる。 Ｓi ＝Ａi ・ｅｘｐ（−ｊφi ） ここで、Ａi は振幅、φi は位相である。
【００２４】位相は様々な要因で変化するが、例えば、
スピンエコー法では、主に傾斜磁場方向への動きにより
シフトし、フィールドエコー法では、さらに動きによる
寄与の他に磁場の不均一性、サセプタビリティー等によ
る寄与が加わる。
スピンエコー法では、主に傾斜磁場方向への動きにより
シフトし、フィールドエコー法では、さらに動きによる
寄与の他に磁場の不均一性、サセプタビリティー等によ
る寄与が加わる。
【００２５】本発明は、生体内の血流（パーフュージョ
ン）による位相シフトのみを高感度にディフュージョン
とは分離して選択的に高精度に検出することを目的とす
る。すなわち、本発明はＩＶＣＭモデルが多く含まれる
と考えられる部分の位相変化を検出することによりパー
フュージョンを測定するものである。従来例において
は、ＩＶＩＭモデル、ＩＶＣＭモデルの双方において、
ＭＰＧの有／無の２つのパルスシーケンスを組み合わせ
て用い、ＩＶＩＭモデルでは両シーケンスのエコー信号
の振幅の差、ＩＶＣＭモデルでは位相の差によりパーフ
ュージョンを求めていた。
ン）による位相シフトのみを高感度にディフュージョン
とは分離して選択的に高精度に検出することを目的とす
る。すなわち、本発明はＩＶＣＭモデルが多く含まれる
と考えられる部分の位相変化を検出することによりパー
フュージョンを測定するものである。従来例において
は、ＩＶＩＭモデル、ＩＶＣＭモデルの双方において、
ＭＰＧの有／無の２つのパルスシーケンスを組み合わせ
て用い、ＩＶＩＭモデルでは両シーケンスのエコー信号
の振幅の差、ＩＶＣＭモデルでは位相の差によりパーフ
ュージョンを求めていた。
【００２６】これに対して、本発明においては、パーフ
ュージョンの動きによる微小な位相シフトをより高感度
に求めるために、図１（ａ）、（ｂ）に示すように、同
一強度、同一印加時間の傾斜磁場ＭＰＧをともに印加す
るが、極性が逆の２つのシーケンスを対として用いてス
キャンし、２つのエコー信号より位相差を直接、または
間接に求める。
ュージョンの動きによる微小な位相シフトをより高感度
に求めるために、図１（ａ）、（ｂ）に示すように、同
一強度、同一印加時間の傾斜磁場ＭＰＧをともに印加す
るが、極性が逆の２つのシーケンスを対として用いてス
キャンし、２つのエコー信号より位相差を直接、または
間接に求める。
【００２７】図１（ａ）、（ｂ）のパルスシーケンスを
実行した時のコヒーレントな動きによる２つのパルスシ
ーケンス間での振幅変化、及び位相シフトを図２
（ａ）、（ｂ）にそれぞれ示す。このように、本発明で
はＭＰＧの極性が逆である２つのシーケンスを用いてい
るので、同一の動きに対する位相差Δφは従来シーケン
スに比べて２倍に増加する。これにより、ＩＶＣＭモデ
ルで高感度に位相差を検出することができる。
実行した時のコヒーレントな動きによる２つのパルスシ
ーケンス間での振幅変化、及び位相シフトを図２
（ａ）、（ｂ）にそれぞれ示す。このように、本発明で
はＭＰＧの極性が逆である２つのシーケンスを用いてい
るので、同一の動きに対する位相差Δφは従来シーケン
スに比べて２倍に増加する。これにより、ＩＶＣＭモデ
ルで高感度に位相差を検出することができる。
【００２８】図４を参照して実際のＩＶＣＭイメージの
作成手順について説明する。２つのシーケンスから位相
差Δφを直接に算出してもよいが、ＰＣ法のＭＲアンギ
オグラムのように、簡便に位相差を反映したパラメータ
を求めてもよい。
作成手順について説明する。２つのシーケンスから位相
差Δφを直接に算出してもよいが、ＰＣ法のＭＲアンギ
オグラムのように、簡便に位相差を反映したパラメータ
を求めてもよい。
【００２９】先ず、それぞれのシーケンスを実行し、ベ
クトルＰa ＝Ａa ・ｅｘｐ（−ｊφa ），Ｐb ＝Ａb ・
ｅｘｐ（−ｊφb ）を求める。次に、ベクトルＰa ，Ｐ
b から位相差を反映したパラメータΔφ，｜Ｐa −Ｐb
｜を求める。これらのパラメータの関係を図５に示す。 Δφ＝ａｒｇ（Ｐa ／Ｐb ）＝φb −φa ｜Ｐa −Ｐb ｜＝｛（Ｒa −Ｒb ）2 ＋（Ｉa −Ｉb ）2 ｝1/2 ここで、Ｐa ＝Ｒa ＋ｊＩa ，Ｐb ＝Ｒb ＋ｊＩb であ
る。これらのパラメータから速度イメージを作成する。
クトルＰa ＝Ａa ・ｅｘｐ（−ｊφa ），Ｐb ＝Ａb ・
ｅｘｐ（−ｊφb ）を求める。次に、ベクトルＰa ，Ｐ
b から位相差を反映したパラメータΔφ，｜Ｐa −Ｐb
｜を求める。これらのパラメータの関係を図５に示す。 Δφ＝ａｒｇ（Ｐa ／Ｐb ）＝φb −φa ｜Ｐa −Ｐb ｜＝｛（Ｒa −Ｒb ）2 ＋（Ｉa −Ｉb ）2 ｝1/2 ここで、Ｐa ＝Ｒa ＋ｊＩa ，Ｐb ＝Ｒb ＋ｊＩb であ
る。これらのパラメータから速度イメージを作成する。
【００３０】このように、位相差やベクトルの差の絶対
値のみをＩＶＣＭによるパーフュージョンイメージとし
てもよいが、さらに直感的なパラメータである速度ｖを
求めてもよい。位相差から速度を求める方法の一例を説
明する。位相差Δφと速度ｖとは次のようにほぼリニア
な関係にある。 ｖ＝ｆ（Δφ） ＝α・Δφ＋β ただし、０≦Δφ≦２πである。ここで、α、βは傾斜
ＭＰＧの形状で決まる定数である。
値のみをＩＶＣＭによるパーフュージョンイメージとし
てもよいが、さらに直感的なパラメータである速度ｖを
求めてもよい。位相差から速度を求める方法の一例を説
明する。位相差Δφと速度ｖとは次のようにほぼリニア
な関係にある。 ｖ＝ｆ（Δφ） ＝α・Δφ＋β ただし、０≦Δφ≦２πである。ここで、α、βは傾斜
ＭＰＧの形状で決まる定数である。
【００３１】上式のように速度ｖは２πを周期とする周
期関数となるので、対象とする速度ｖのダイナミックレ
ンジは２π以下に抑えておく必要がある。速度ｖのダイ
ナミックレンジは傾斜磁場ＭＰＧやその他の傾斜磁場の
形状で決まるので、予め計算、またはファントム実験に
より、用いられるパルスシーケンスの傾斜磁場ＭＰＧに
対してα、βを求めておき、テーブル化しておけば、位
相差Δφから速度ｖを換算により簡単に求めることがで
きる。
期関数となるので、対象とする速度ｖのダイナミックレ
ンジは２π以下に抑えておく必要がある。速度ｖのダイ
ナミックレンジは傾斜磁場ＭＰＧやその他の傾斜磁場の
形状で決まるので、予め計算、またはファントム実験に
より、用いられるパルスシーケンスの傾斜磁場ＭＰＧに
対してα、βを求めておき、テーブル化しておけば、位
相差Δφから速度ｖを換算により簡単に求めることがで
きる。
【００３２】以上説明したように、第１実施例によれ
ば、dephase/rephase シーケンスの組合せで、ＭＰＧの
極性を双方で違いに逆極性にすることにより、同一の流
速に対する位相差の感度が２倍になる。さらに、ＩＶＣ
Ｍモデルとして測定するので、ディフュージョンの寄与
がなく、パーフュージョンのみを検出できる。
ば、dephase/rephase シーケンスの組合せで、ＭＰＧの
極性を双方で違いに逆極性にすることにより、同一の流
速に対する位相差の感度が２倍になる。さらに、ＩＶＣ
Ｍモデルとして測定するので、ディフュージョンの寄与
がなく、パーフュージョンのみを検出できる。
【００３３】なお、第１実施例では、渦電流については
考慮しなかったが、位相シフトは装置側の問題の一つと
しての渦電流によることもあるが、これはシールド型の
傾斜磁場コイルを使用することにより補償できる。さら
に、パルスシーケンスで２つの画像間の演算により位相
差を求める場合に、双方に同一の寄与があるように、傾
斜磁場の印加方法を制御すれば相殺することができる。
この渦電流を相殺することができる第１実施例の変形例
としてのパルスシーケンスを図６に示す。図６は図１と
はイメージング用リード傾斜磁場の極性が異なってい
る。図１ではイメージング用リード傾斜磁場の極性は２
つのシーケンスで同極性であるが、図６では傾斜磁場Ｍ
ＰＧの極性と同様に、イメージング用リード傾斜磁場の
極性も２つのシーケンスで逆極性とされている。これに
より、イメージング用リード傾斜磁場から見た場合、渦
電流による残留傾斜磁場が同極性に同程度のオーダでオ
ーバラップされるので、２つのシーケンス間の位相差に
おいて渦電流の寄与は相殺される。このため、シールド
型の傾斜磁場コイルを使用せずに、渦電流をある程度は
補償することができる。この場合、画像がリード方向で
互いに逆転するので、画像間演算時には、一方を逆転し
て行なう。また、ＰＣ法に見られるようにイメージング
用傾斜磁場は図７に示すように少なくとも１次のフロー
リフェーズのための磁場波形にしてもよい。以下、他の
実施例を説明する。
考慮しなかったが、位相シフトは装置側の問題の一つと
しての渦電流によることもあるが、これはシールド型の
傾斜磁場コイルを使用することにより補償できる。さら
に、パルスシーケンスで２つの画像間の演算により位相
差を求める場合に、双方に同一の寄与があるように、傾
斜磁場の印加方法を制御すれば相殺することができる。
この渦電流を相殺することができる第１実施例の変形例
としてのパルスシーケンスを図６に示す。図６は図１と
はイメージング用リード傾斜磁場の極性が異なってい
る。図１ではイメージング用リード傾斜磁場の極性は２
つのシーケンスで同極性であるが、図６では傾斜磁場Ｍ
ＰＧの極性と同様に、イメージング用リード傾斜磁場の
極性も２つのシーケンスで逆極性とされている。これに
より、イメージング用リード傾斜磁場から見た場合、渦
電流による残留傾斜磁場が同極性に同程度のオーダでオ
ーバラップされるので、２つのシーケンス間の位相差に
おいて渦電流の寄与は相殺される。このため、シールド
型の傾斜磁場コイルを使用せずに、渦電流をある程度は
補償することができる。この場合、画像がリード方向で
互いに逆転するので、画像間演算時には、一方を逆転し
て行なう。また、ＰＣ法に見られるようにイメージング
用傾斜磁場は図７に示すように少なくとも１次のフロー
リフェーズのための磁場波形にしてもよい。以下、他の
実施例を説明する。
【００３４】第２実施例では、図８に示すように、図１
に示した逆極性のＭＰＧを印加した２つのシーケンス
（同図（ａ）、（ｂ））に加えて、ＭＰＧを全く印加し
ない通常のシーケンス（同図（ｃ））を組にして用いる
ことにより、ＩＶＣＭパラメータΔφ，｜Ｐa −Ｐb ｜
のみでなく、次のように定義されるＩＶＩＭパラメータ
ＡＤＣも求めることができる。 ＡＤＣ ＝{ １／( Ｂa,b −Ｂc)} ｌｎ［｜Ｐc ｜／{(｜Ｐa ｜＋｜Ｐb ｜) ／２} ］ ただし、Ｂa,b はＢa 、またはＢb を示し、ｌｎは自然
対数を示す。図９にＩＶＣＭパラメータ、ＩＶＩＭパラ
メータそれぞれの関係を示す。
に示した逆極性のＭＰＧを印加した２つのシーケンス
（同図（ａ）、（ｂ））に加えて、ＭＰＧを全く印加し
ない通常のシーケンス（同図（ｃ））を組にして用いる
ことにより、ＩＶＣＭパラメータΔφ，｜Ｐa −Ｐb ｜
のみでなく、次のように定義されるＩＶＩＭパラメータ
ＡＤＣも求めることができる。 ＡＤＣ ＝{ １／( Ｂa,b −Ｂc)} ｌｎ［｜Ｐc ｜／{(｜Ｐa ｜＋｜Ｐb ｜) ／２} ］ ただし、Ｂa,b はＢa 、またはＢb を示し、ｌｎは自然
対数を示す。図９にＩＶＣＭパラメータ、ＩＶＩＭパラ
メータそれぞれの関係を示す。
【００３５】ＩＶＩＭモデルでは、振幅の減衰は図８
（ａ）、（ｂ）のシーケンスでは同等であり、｜Ｐa ｜
＝｜Ｐb ｜である。また、（｜Ｐa｜＋｜Ｐb ｜）／２
を用いることにより｜Ｐa ｜、または｜Ｐb ｜の一方を
用いた場合に比べて、Ｓ／Ｎ比は２倍となる。なお、グ
ラジエント・ファクターについては、Ｂa はほぼ０に、
Ｂb はＢc にほぼ等しく設定されている。
（ａ）、（ｂ）のシーケンスでは同等であり、｜Ｐa ｜
＝｜Ｐb ｜である。また、（｜Ｐa｜＋｜Ｐb ｜）／２
を用いることにより｜Ｐa ｜、または｜Ｐb ｜の一方を
用いた場合に比べて、Ｓ／Ｎ比は２倍となる。なお、グ
ラジエント・ファクターについては、Ｂa はほぼ０に、
Ｂb はＢc にほぼ等しく設定されている。
【００３６】上述の実施例は通常（ノーマル）の撮影法
に関するものであるが、超高速イメージング（エコープ
ラナイメージング）法に関する実施例を次に説明する。
図１０は第３実施例としてのスピンエコー法によるエコ
ープラナイメージングのパルスシーケンスを示す。ＭＰ
Ｇの極性は１回目と２回目のシーケンスにおいて実線と
破線で示すように変化させる。
に関するものであるが、超高速イメージング（エコープ
ラナイメージング）法に関する実施例を次に説明する。
図１０は第３実施例としてのスピンエコー法によるエコ
ープラナイメージングのパルスシーケンスを示す。ＭＰ
Ｇの極性は１回目と２回目のシーケンスにおいて実線と
破線で示すように変化させる。
【００３７】図１１は第４実施例としてのフィールドエ
コー法によるエコープラナイメージングのパルスシーケ
ンスを示す。フィールドエコー法では、１８０゜パルス
を用いないので、１つのシーケンス内において傾斜磁場
ＭＰＧは途中で反転して印加する。傾斜磁場ＭＰＧの正
負の極性の成分はスピンエコー法の場合と同様に同一印
加時間、同一強度である。また、傾斜磁場ＭＰＧの印加
タイミングは制限がなく、ＲＦパルスの印加時からデー
タ収集が開始するまでの期間内であれば何時でもよい。
コー法によるエコープラナイメージングのパルスシーケ
ンスを示す。フィールドエコー法では、１８０゜パルス
を用いないので、１つのシーケンス内において傾斜磁場
ＭＰＧは途中で反転して印加する。傾斜磁場ＭＰＧの正
負の極性の成分はスピンエコー法の場合と同様に同一印
加時間、同一強度である。また、傾斜磁場ＭＰＧの印加
タイミングは制限がなく、ＲＦパルスの印加時からデー
タ収集が開始するまでの期間内であれば何時でもよい。
【００３８】なお、図示してはいないが、通常のフィー
ルドエコー法のパルスシーケンスにおいても、図１１と
同様にＭＰＧを印加した２つのシーケンスから位相差を
反映したパラメータを測定することも可能である。
ルドエコー法のパルスシーケンスにおいても、図１１と
同様にＭＰＧを印加した２つのシーケンスから位相差を
反映したパラメータを測定することも可能である。
【００３９】本発明は上述した実施例に限定されず、種
々変形して実施可能である。例えば、ＭＰＧはリード方
向の軸にのみ印加したが、ＭＰＧは流れの方向に沿った
軸に印加すればよく、必ずしもリード軸に限定されな
い。さらに、１軸方向のみではなく、２軸、３軸に印加
してもよい。また、イメージング法も上述した方法に限
定されず、他の方法を用いてもよい。さらに、位相差を
反映したパラメータをイメージングする具体例も上述の
例に限定されず、適宜変更してもよい。
々変形して実施可能である。例えば、ＭＰＧはリード方
向の軸にのみ印加したが、ＭＰＧは流れの方向に沿った
軸に印加すればよく、必ずしもリード軸に限定されな
い。さらに、１軸方向のみではなく、２軸、３軸に印加
してもよい。また、イメージング法も上述した方法に限
定されず、他の方法を用いてもよい。さらに、位相差を
反映したパラメータをイメージングする具体例も上述の
例に限定されず、適宜変更してもよい。
【００４０】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、Ｉ
ＶＣＭモデルを使ってパーフュージョンを高感度に測定
できる磁気共鳴イメージング装置が提供される。さら
に、本発明によれば、渦電流の寄与が少なく精度が向上
した磁気共鳴イメージング装置が提供される。また、本
発明によれば、ＩＶＣＭモデルのパラメータに加えてＩ
ＶＩＭモデルのパラメータをも求めることができる磁気
共鳴イメージング装置が提供される。
ＶＣＭモデルを使ってパーフュージョンを高感度に測定
できる磁気共鳴イメージング装置が提供される。さら
に、本発明によれば、渦電流の寄与が少なく精度が向上
した磁気共鳴イメージング装置が提供される。また、本
発明によれば、ＩＶＣＭモデルのパラメータに加えてＩ
ＶＩＭモデルのパラメータをも求めることができる磁気
共鳴イメージング装置が提供される。
【図１】本発明による磁気共鳴イメージング装置の第１
実施例のパルスシーケンスを示す図。
実施例のパルスシーケンスを示す図。
【図２】第１実施例のスピンの動きを模式的に示す図。
【図３】第１実施例の構成を示すブロック図。
【図４】第１実施例の動作を示すフローチャート。
【図５】第１実施例の２つのシーケンスにおける位相シ
フトを説明する図。
フトを説明する図。
【図６】第１実施例の変形例のパルスシーケンスを示す
図。
図。
【図７】第１実施例の他の変形例のパルスシーケンスを
示す図。
示す図。
【図８】本発明の第２実施例のパルスシーケンスを示す
図。
図。
【図９】第２実施例の３つのシーケンスにおける位相シ
フトを説明する図。
フトを説明する図。
【図１０】本発明の第３実施例のパルスシーケンスを示
す図。
す図。
【図１１】本発明の第４実施例のパルスシーケンスを示
す図。
す図。
【図１２】血流イメージングのためのＩＶＣＭモデルと
ＩＶＩＭモデルを説明する図。
ＩＶＩＭモデルを説明する図。
【図１３】従来のパーフュージョンイメージングのため
のパルスシーケンスを示す図。
のパルスシーケンスを示す図。
１…静磁場磁石、２…Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場コイ
ル、３…送受信コイル、４…静磁場制御装置、５…受信
器、６…送信器、７…Ｘ軸傾斜磁場電源、８…Ｙ軸傾斜
磁場電源、９…Ｚ軸傾斜磁場電源、１０…シーケンサ、
１１…コンピュータシステム、１２…表示部。
ル、３…送受信コイル、４…静磁場制御装置、５…受信
器、６…送信器、７…Ｘ軸傾斜磁場電源、８…Ｙ軸傾斜
磁場電源、９…Ｚ軸傾斜磁場電源、１０…シーケンサ、
１１…コンピュータシステム、１２…表示部。
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所
9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08 Ｙ
Claims (5)
- 【請求項１】 スピンエコー法のパルスシーケンスを実
行する磁気共鳴イメージング装置において、 Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の少なくとも１つの軸に一定強度の傾
斜磁場を１８０゜パルスのタイミングの前後に対称的に
印加する第１のパルスシーケンスと、前記少なくとも１
軸に前記傾斜磁場を逆極性で印加する第２のパルスシー
ケンスとを実行する手段と、 前記第１、第２パルスシーケンスで収集された磁気共鳴
信号から位相差を反映したパラメータを検出する手段と
を具備し、 前記パラメータに基づいてボクセル内でコヒーレントな
動きをする血流をイメージングする磁気共鳴イメージン
グ装置。 - 【請求項２】 前記パルスシーケンス実行手段は、前記
傾斜磁場を周波数エンコード方向のリード軸に加える時
は、イメージング用のリード傾斜磁場の極性を前記一定
強度の傾斜磁場と同極性になるように前記第１、第２の
パルスシーケンスにおいて反転することを特徴とする請
求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項３】 前記パルスシーケンス実行手段は、前記
傾斜磁場を印加しない通常の第３のパルスシーケンスを
さらに実行し、前記パラメータ検出手段は前記第１乃至
第３のパルスシーケンスで収集された磁気共鳴信号から
振幅差を反映したパラメータをさらに検出し、ボクセル
内のインコヒーレントな動きもメージングすることを特
徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項４】 フィールドエコー法のパルスシーケンス
を実行する磁気共鳴イメージング装置において、 Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の少なくとも１軸に一定強度の傾斜磁
場を正方向と負方向とに対称的に印加する第１のパルス
シーケンスと、前記第１パルスシーケンスと同一強度で
極性が反転した傾斜磁場を前記少なくとも１軸に印加す
る第２のパルスシーケンスを実行する手段と、 前記第１、第２パルスシーケンスで収集された磁気共鳴
信号から位相差を反映したパラメータを検出する手段と
を具備し、 前記パラメータに基づいてボクセル内のコヒーレントな
動きをする血流をイメージングする磁気共鳴イメージン
グ装置。 - 【請求項５】 前記パルスシーケンス実行手段は、イメ
ージング用の傾斜磁場が少なくとも１次のフローリフェ
ーズのための傾斜磁場を含むことを特徴とする請求項１
に記載の磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19144491A JP3144840B2 (ja) | 1991-07-31 | 1991-07-31 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19144491A JP3144840B2 (ja) | 1991-07-31 | 1991-07-31 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0531099A true JPH0531099A (ja) | 1993-02-09 |
| JP3144840B2 JP3144840B2 (ja) | 2001-03-12 |
Family
ID=16274726
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP19144491A Expired - Lifetime JP3144840B2 (ja) | 1991-07-31 | 1991-07-31 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3144840B2 (ja) |
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0720072A (ja) * | 1993-07-02 | 1995-01-24 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴装置における拡散係数測定方法 |
| JPH07184875A (ja) * | 1993-12-27 | 1995-07-25 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴を用いた検査方法および検査装置 |
| JPH10248822A (ja) * | 1997-03-10 | 1998-09-22 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴測定装置及びその方法 |
| JPH10277006A (ja) * | 1997-04-10 | 1998-10-20 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH10332645A (ja) * | 1997-02-22 | 1998-12-18 | General Electric Co <Ge> | 渦電流補正方法及び装置 |
| JP2002200053A (ja) * | 2000-12-27 | 2002-07-16 | Toshiba Corp | Ｍｒ流速測定システム |
| JP2002209871A (ja) * | 2001-01-22 | 2002-07-30 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2009172360A (ja) * | 2007-12-28 | 2009-08-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置の制御プログラム |
| JP2015104489A (ja) * | 2013-11-29 | 2015-06-08 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴装置 |
| JP2015521891A (ja) * | 2012-06-29 | 2015-08-03 | セェーアール ディベロップメント アクチエボラグＣｒ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ Ａｂ | 組織微小毛細血管網中の水の相対量の定量化 |
| JP2018512238A (ja) * | 2015-04-13 | 2018-05-17 | コミサリヤ・ア・レネルジ・アトミク・エ・オ・エネルジ・アルテルナテイブ | 傾斜磁場パルスｍｒｉにより得られた信号パターンから観察対象組織のシグネチャ指標を判定するｍｒｉ法 |
| JP2023103067A (ja) * | 2022-01-13 | 2023-07-26 | 富士フイルムヘルスケア株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置、画像解析装置及び流体の解析方法 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6496560B1 (en) * | 2001-11-21 | 2002-12-17 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Motion correction for perfusion measurements |
-
1991
- 1991-07-31 JP JP19144491A patent/JP3144840B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JPH10332645A (ja) * | 1997-02-22 | 1998-12-18 | General Electric Co <Ge> | 渦電流補正方法及び装置 |
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| JPH10277006A (ja) * | 1997-04-10 | 1998-10-20 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2002200053A (ja) * | 2000-12-27 | 2002-07-16 | Toshiba Corp | Ｍｒ流速測定システム |
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| JP2009172360A (ja) * | 2007-12-28 | 2009-08-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置の制御プログラム |
| JP2015521891A (ja) * | 2012-06-29 | 2015-08-03 | セェーアール ディベロップメント アクチエボラグＣｒ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ Ａｂ | 組織微小毛細血管網中の水の相対量の定量化 |
| US10031204B2 (en) | 2012-06-29 | 2018-07-24 | Cr Development Ab | Quantification of the relative amount of water in the tissue microcapillary network |
| US10788558B2 (en) | 2012-06-29 | 2020-09-29 | Cr Development Ab | Quantification of the relative amount of water in the tissue microcapillary network |
| JP2015104489A (ja) * | 2013-11-29 | 2015-06-08 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴装置 |
| JP2018512238A (ja) * | 2015-04-13 | 2018-05-17 | コミサリヤ・ア・レネルジ・アトミク・エ・オ・エネルジ・アルテルナテイブ | 傾斜磁場パルスｍｒｉにより得られた信号パターンから観察対象組織のシグネチャ指標を判定するｍｒｉ法 |
| US10942239B2 (en) | 2015-04-13 | 2021-03-09 | Commissariat A L'energie Atomique Et Aux Energies Alternatives | MRI method for determining signature indices of an observed tissue from signal patterns obtained by motion-probing pulsed gradient MRI |
| JP2023103067A (ja) * | 2022-01-13 | 2023-07-26 | 富士フイルムヘルスケア株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置、画像解析装置及び流体の解析方法 |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3144840B2 (ja) | 2001-03-12 |
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